(57)【要約】  静磁場不均一がある場合であっても、2次元選択励起法を用い、高品質の画像を得る。そこで、2DRFで励起する選択励起領域の中で、特に着目する領域の静磁場不均一を計測し、計測結果を2DRFを用いる撮影シーケンスに反映する。例えば、計測結果から得た磁化の共振周波数を2DRFの照射周波数に設定する。また、計測結果から得た磁化の不均一を補正するようシム傾斜磁場を印加する。これらを、2DRFを用いる撮影シーケンスのみ適用し、他の撮影シーケンスでは、従来手法で設定した照射周波数、シム傾斜磁場を用いる。
2011037064.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場中に載置される被検体に所定のパルスシーケンスに従って高周波磁場および傾斜磁場を印加することにより発生するエコー信号を収集し、当該エコー信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、
2次元選択励起型のパルスシーケンスを実行する際の高周波磁場の照射周波数である選択励起照射周波数と、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスで励起する領域内の着目領域内の磁化の共振周波数とのずれを低減する照射周波数調整手段と、
前記照射周波数調製手段で得た結果を用い、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスを実行する制御手段と、を備えること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記照射周波数調整手段は、
前記着目領域を設定する領域設定手段と、
予め設定される初期照射周波数を用い、前記着目領域からエコー信号を収集する信号収集手段と、
前記信号収集手段が前記エコー信号を収集すると、当該エコー信号から照射周波数を算出し、算出した当該照射周波数を前記選択励起照射周波数に設定する周波数設定手段と、を備えること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記初期照射周波数は、本撮影の撮影領域のプリスキャン結果から算出すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記周波数設定手段は、前記エコー信号を時間方向にフーリエ変換することにより得たヒストグラム上の最大ピークを示す周波数を前記照射周波数として算出すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記信号収集手段は、前記着目領域の少なくとも一部を含む直方体領域を交差領域とする直交3断面励起型のパルスシーケンスに従って、当該交差領域のエコー信号をエンコード無しで収集すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記信号収集手段は、前記着目領域が内接する柱状領域を励起領域とする2次元選択励起と、当該柱状領域に直交する断面であって前記着目領域が内接する断面を励起領域とする1次元選択励起とを組み合わせたパルスシーケンスに従って、前記着目領域のエコー信号をエンコード無しで収集すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記信号収集手段は、前記柱状領域に直交する断面であって前記着目領域が内接する断面以外の領域からの信号を抑制する抑制パルスと、当該着目領域が内接する柱状領域を励起領域とする2次元選択励起と、を組み合わせたパルスシーケンスに従って、前記着目領域のエコー信号をエンコード無しで収集すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記周波数設定手段は、前記照射周波数算出後、前記選択励起照射周波数と前記初期照射周波数との差の絶対値を算出し、当該絶対値が予め定めた閾値との大小を比較する比較手段を備え、
前記絶対値が前記閾値より大きいとの比較結果を得た場合は、当該照射周波数を前記初期照射周波数として前記信号収集手段に前記着目領域からエコー信号を収集させること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記信号収集手段は、前記着目領域を含む領域からのボリュームデータを取得し、
前記周波数設定手段は、前記ボリュームデータの静磁場分布の平均値を前記照射周波数として算出すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
撮影領域の静磁場不均一を補正するシム傾斜磁場発生手段をさらに備え、
前記信号収集手段は、前記着目領域を含む領域のシム画像を取得し、
前記周波数設定手段は、前記シム画像により得られる静磁場分布の平均値を前記照射周波数と算出すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記照射周波数調整手段は、2次元選択励起型以外のパルスシーケンスの高周波磁場に、前記初期照射周波数を設定すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記着目領域を含む領域のシム画像を取得するシム画像取得手段と、
撮影領域の静磁場不均一を補正するシム傾斜磁場発生手段と、をさらに備え、
前記照射周波数調整手段は、2次元選択励起型のパルスシーケンスの前記高周波磁場に前記初期照射周波数を設定するとともに、当該2次元選択励起型のパルスシーケンス実行時は、前記シム画像により得られる静磁場分布に従って、前記着目領域内の静磁場分布を均一にするよう前記シム傾斜磁場発生手段を制御すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
請求項11記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記照射周波数調整手段は、
前記着目領域内の共振周波数を前記初期照射周波数に合致させた後、前記高周波磁場のゲインと前記傾斜磁場強度とを調整する調整手段を備えること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１４】
請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記領域設定手段は、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスに従って操作者から指定される2次元選択領域からエコー信号を収集し、当該エコー信号をフーリエ変換して得たプロジェクション像に基づいて前記着目領域を決定し、設定すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１５】
磁気共鳴イメージング装置において、2次元選択励起型パルスシーケンスを実行する際の照射周波数を調整する照射周波数調整方法であって、
前記2次元選択励起型のパルスシーケンスで励起する領域内の着目領域を設定する着目領域設定ステップと、
予め設定される初期照射周波数を用い、前記着目領域からエコー信号を収集する信号収集ステップと、
前記着目領域から収集したエコー信号から照射周波数を算出し、算出した当該照射周波数を、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスの照射周波数である選択励起照射周波数に設定する周波数設定ステップと、を備えること
を特徴とする照射周波数調整方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging；以下、MRI)技術に関し、特に、任意の2次元方向で制約される領域を選択的に励起する2次元選択励起によるイメージング技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
通常、MRIではラジオ波(以下、RF)と傾斜磁場とを用いて、1次元方向のみ特定し所定の厚みを持った任意の平面を選択的に励起する。また、平面全体ではなく、2方向を特定し、これにより限定される領域内のみを選択的に励起する2次元空間選択励起(spectral-spatial；以下、SS)法がある(例えば、非特許文献1参照)。SS法では、このような励起を実現するため、励起プロファイルから波形を算出するRF(以下、2DRF)を振動傾斜磁場とともに印加する。【０００３】
SS法は、2次元方向に制約して選択した領域の内部だけを励起して信号を得ることができるため、当該領域外からの信号を効果的に抑制できる。このSS法は、例えば、横隔膜の動きを追跡するためのナビゲータエコーシーケンス(以下、ナビエコー)に用いられる(例えば、非特許文献2参照。)。ナビエコーでは、SS法により横隔膜付近を体軸方向にシリンダ型に励起し、この領域から発生する信号からシリンダ型に励起した領域の軸方向における横隔膜位置の経時変化を検出して呼吸動をモニタする。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００４】
【非特許文献１】A K-Space Analysis of Small-Tip-Angle Excitation, J. Pauly, D. Nishimura, J. Magn. Reson., 81, 43-56 (1989)
【非特許文献２】Navigator-Echo-based Real-Time Respiratory Gating and Triggering for Reduction of Respiration Effects in Three-dimensional Coronary MR Angiography, Yi Wang, et al, Radiology, 198, 55-60 (1996)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
MRIでは、通常、本撮影に用いるRFの照射周波数を、本撮影に先んじて行うスキャン(以下、プリスキャン)で収集した信号から得た核磁化の共振周波数に基づいて決定する。このプリスキャンでは、本撮影の撮影領域全体から信号を収集する。【０００６】
撮影領域には、静磁場不均一に起因する共振周波数の分散が100〜数10[Hz}程度存在する。従って、プリスキャンで得た共振周波数に基づいてRFの照射周波数を決定する場合、この分散により、設定した照射周波数と共振周波数との間に、局所的に100〜数10[Hz}程度のずれが発生する。以下、このずれを差ΔFと表す。【０００７】
100〜数10[Hz}程度の差ΔFが励起プロファイルに及ぼす影響は、1次元のスライス選択励起とSS法とでは大きく異なる。例えば、1次元のスライス選択励起において、スライス選択傾斜磁場強度Gsが1[mT/m]の小さいGsで50[Hz}の差ΔFがある場合、スライス位置が1[mm]程度シフトする。このシフト量は画像の1ピクセル程度であり、殆ど画像に影響はない。【０００８】
しかし、SS法に用いる2DRFでは、設定した照射周波数と共振周波数との間に差ΔFがあると、得られる励起プロファイルが所望の形状から変形する。一般に、励起プロファイルの直径(以下、Φ)は大きくなり、その分、フリップアングル(以下、FA)は小さくなる。例えば、所望の励起プロファイルのFAを90[deg]、Φを30[mm]とすると、RFのDuration(照射時間)が8[ms]、スライス選択傾斜磁場強度Gsが1[mT/m]で50[Hz}のΔFがある場合、得られる励起プロファイルのΦは約37[mm]程度に、FAは約80[deg](89％)となる。【０００９】
SS法において、2DRFの励起プロファイルが変形すると、本来励起したくない場所を励起することとなり、取得した画像に劣化が生じる。特に、2DRFを本撮影の励起パルスや本撮影に先んじて印加するパルス(以下、プリパルス)として使用する場合、最終的に得られる画像に与える影響は大きい。【００１０】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、静磁場不均一がある場合であっても、2次元選択励起法を用い、高品質の画像を得ることができる技術を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明は、2DRFで励起する選択励起領域の中で、特に着目する領域の静磁場不均一を計測し、計測結果を2DRFを用いる撮影シーケンスに反映する。例えば、計測結果から得た磁化の共振周波数を2DRFの照射周波数に設定する。また、計測結果から得た磁場の不均一を補正するようシム傾斜磁場を印加する。これらを、2DRFを用いる撮影シーケンスのみ適用し、他の撮影シーケンスでは、従来手法で設定した照射周波数、シム傾斜磁場を用いる。【００１２】
具体的には、静磁場中に載置される被検体に所定のパルスシーケンスに従って高周波磁場および傾斜磁場を印加することにより発生するエコー信号を収集し、当該エコー信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、2次元選択励起型のパルスシーケンスを実行する際の高周波磁場の照射周波数である選択励起照射周波数と、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスで励起する領域内の着目領域内の磁化の共振周波数とのずれを低減する照射周波数調整手段と、前記照射周波数調製手段で得た結果を用い、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスを実行する制御手段と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。【００１３】
また、磁気共鳴イメージング装置において、2次元選択励起型パルスシーケンスを実行する際の照射周波数を調整する照射周波数調整方法であって、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスで励起する領域内の着目領域を設定する着目領域設定ステップと、予め設定される初期照射周波数を用い、前記着目領域からエコー信号を収集する信号収集ステップと、前記着目領域から収集したエコー信号から照射周波数を算出し、前記2次元選択励起型のパルスシーケンスの照射周波数である選択励起照射周波数に設定する周波数設定ステップと、を備えることを特徴とする照射周波数調整方法を提供する。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、静磁場不均一がある場合であっても、2次元選択励起法を用い、高品質の画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】第一の実施形態のMRI装置の機能ブロック図
【図２】(a)は従来の励起法によるパルスシーケンス図、(b)は第一の実施形態のSS法のパルスシーケンス図
【図３】第一の実施形態の制御部の機能ブロック図
【図４】第一の実施形態の照射周波数調整処理のフローチャート
【図５】第一の実施形態のUI画面の説明図
【図６】(a)は、第一の実施形態の直交3断面励起法で励起される領域の説明図、(b)は、同直交断面励起法のパルスシーケンス図
【図７】(a)は、第一の実施形態の2D直交1D法で励起される領域の説明図、(b)は、同2D直交1D法のパルスシーケンス図
【図８】a)は、第一の実施形態の2Dプリサチュレーション法で励起される領域の説明図、(b)は、同2Dプリサチュレーション法のパルスシーケンス図
【図９】第一の実施形態の照射周波数調整処理の他の例のフローチャート
【図１０】(a)は、第一の実施形態のΔFとFAとの関係を示すグラフ、(b)は、第一の実施形態のΔFとΦとの関係を示すグラフ
【図１１】第二の実施形態の静磁場マップの説明図
【図１２】第三の実施形態の制御部の機能ブロック図
【図１３】第三の実施形態の局所選択領域の撮像結果の説明図
【図１４】(a)〜(c)は、第三の実施形態の共振周波数の各軸方向への投影結果の説明図
【図１５】第四の実施形態の制御部の機能ブロック図
【図１６】第四の実施形態の撮影シーケンスのシーケンス図
【図１７】(a)は、図16に示す撮影シーケンスで信号を収集する領域を説明図、(b)は、同撮影シーケンスで収集した信号をフーリエ変換した結果の説明図
【図１８】第四の実施形態の局所選択領域の決定手法を説明するための説明図
【図１９】第四の実施形態の局所選択領域の決定手法を説明するための他の例の説明図
【発明を実施するための形態】
【００１６】
＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
【００１７】
まず、本実施形態のMRI装置の構成について説明する。図1は本実施形態のMRI装置100の機能ブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、磁石102と、傾斜磁場コイル103と、高周波磁場(RF)コイル104と、RFプローブ105と、傾斜磁場電源106と、RF送信部107と、信号検出部108と、信号処理部109と、制御部110と、表示部111と、操作部112と、ベッド113とを備える。
【００１８】
磁石102は、被検体101の周囲の領域(検査空間)に静磁場を発生する。傾斜磁場コイル103は、X、Y、Zの3方向のコイルで構成され、傾斜磁場電源106からの信号に応じて、それぞれ、検査空間に傾斜磁場を発生する。RFコイル104は、RF送信部107からの信号に応じて検査空間にRFを印加(照射)する。RFプローブ105は、被検体101が発生するＭＲ信号を検出する。RFプローブ105で受信した信号は、信号検出部108で検出され、信号処理部109で信号処理され、制御部110に入力される。制御部110は、入力された信号から画像を再構成し、表示部111に表示する。
【００１９】
また、制御部110は、傾斜磁場電源106、RF送信部107、信号検出部108の動作を、予め保持される制御のタイムチャートおよび操作部112を介して操作者から入力された撮影パラメータに従って、制御する。なお、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれる。ベッド113は被検体が横たわるためのものである。
【００２０】
なお、MRI装置100は、検査空間の静磁場不均一を補正するシムコイルと、シムコイルに電流を供給するシム電源とをさらに備えてもよい。
【００２１】
現在MRIの撮影対象は、被検体102の主たる構成物質、プロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起されたプロトンの緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。
【００２２】
本実施形態では、所定の空間領域を選択的に励起するSS法を撮影に用いる。ここで、SS法のパルスシーケンスを、従来の励起法のパルスシーケンスと比較して説明する。図2は、本実施形態のSS法によるパルスシーケンスを従来の励起法によるパルスシーケンスと比較して説明するための図である。図2(a)は、従来の励起法によるパルスシーケンスを示し、図2(b)は、本実施形態に用いるSS法によるパルスシーケンスを示す。
【００２３】
従来法として、z軸方向の位置のみが特定された任意のスライスを選択的に励起する例を示す。また、SS法では、xy平面上の形状のみが特定された任意の柱状領域を選択的に励起する例を示す。ここでは、xy平面上で特定される形状を円とする。また、本明細書のパルスシーケンス図において、RF、Gx，Gy、Gzは、それぞれ、高周波磁場(RF)パルス、x軸方向の傾斜磁場、y軸方向の傾斜磁場、z方向の傾斜磁場の印加のタイミングチャートである。
【００２４】
図2(a)に示すように、従来法では、RF201の印加時に、z軸方向に一定のスライス選択傾斜磁場(Gz)202を与える。これにより、z軸方向の位置のみ特定された所定のスライスが選択的に励起される。一方、図2(b)に示すように、SS法では、RF(2DRF)211をx軸方向の振動傾斜磁場(Gx)212およびy軸方向の振動傾斜磁場(Gy)213とともに印加する。これにより、軸がz軸に平行なシリンダ形状の領域が選択的に励起される。いずれの手法においても、励起した領域から得られるエコー信号は、位相エンコードが付与され、時系列にサンプリングされ、k空間に配置される。
【００２５】
k空間に配置されたエコー信号(データ)にフーリエ変換を施し、画像を得る。ここで、位相エンコードの数は、通常1枚の画像あたり、128、256、512等の値が択ばれる。また、サンプリング数は、128、256、512、1024といった値が選ばれる。
【００２６】
一般に、2DRFで励起する領域の中には、特に着目したい領域がある。本実施形態では、2DRFで励起する領域の中の着目したい領域から実際にエコー信号を収集し、その結果を用いて当該領域の最適な照射周波数を決定する。そして、決定した照射周波数を用いて2DRFを照射する。以後、本処理を照射周波数調整処理と呼ぶ。なお、照射周波数調整処理におけるエコー信号の収集時に印加するRFの照射周波数は、従来の手法で決定したもの、すなわち、撮影領域全体から得たエコー信号を元に決定した照射周波数を用いる。以下、これを実現する本実施形態のMRI装置100の構成と、処理手順とを説明する。
【００２７】
図3は、本実施形態のMRI装置100の制御部110の機能ブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、上記照射周波数調整処理を、制御部110により実現する。照射周波数調整処理を行うため、制御部110は、図3に示すように、励起領域設定部320と、信号収集部330と、照射周波数設定部340と、UI制御部350と、を備える。
【００２８】
本実施形態の制御部110は、CPUとメモリと記憶装置とを備え、記憶装置に格納されたプログラムをメモリにロードしてCPUが実行することにより、上記各機能は実現される。
【００２９】
図4は、本実施形態の2DRFの照射周波数調整処理の処理フローである。なお、この照射周波数調整処理に先立ち、従来の手法で、撮影領域全体の信号から全体照射周波数F0を決定しておく。
【００３０】
UI制御部350は、UI画面を表示部111に表示し、2DRFにより励起する2次元選択領域と、2次元選択領域の中で特に着目する領域である局所選択領域との入力を受け付ける(ステップS1101)。UI制御部350は、UI画面を介して2次元励起選択領域と局所選択領域との入力を受け付けると、励起領域設定部320に当該領域を通知する。
【００３１】
励起領域設定部320は、予め定められた撮影シーケンスにより、受け付けた局所選択領域を励起するよう撮影パラメータを設定する(ステップS1102)。このとき、RFの照射周波数には全体照射周波数F0を用いる。
【００３２】
信号収集部330は、ステップS1102で設定した撮影パラメータで上記撮影シーケンスを実行し、局所選択領域からのエコー信号を得る(ステップS1103)。そして、照射周波数設定部340は、局所選択領域からのエコー信号に基づき、照射周波数F1を算出し(ステップS1104)、算出した照射周波数F1をSS法で使用するRF(2DRF)の照射周波数(SS照射周波数)Fssと設定する(ステップS1105)。ステップS1103およびステップS1104の処理の詳細については、後述する。
【００３３】
以上の手順で、SS照射周波数Fssを決定し、SS法による撮影を行う。例えば、SS法を本撮影に用いる場合は、制御部110は、本撮影においてSS照射周波数FssをRFの照射周波数と設定し、撮影を行う。また、SS法をプリスキャンに用い、その後本撮影を行う場合、制御部110は、プリスキャン時はSS照射周波数Fssを用い、本撮影では、全体照射周波数F0を用い、撮影を行う。
【００３４】
ここで、上記ステップS1101における、操作者による2次元選択領域および局所選択領域の設定の詳細について説明する。図5は、これらの領域を選択する際、UI制御部350により生成され、表示部111に表示されるUI画面400の一例である。
【００３５】
本図に示すように、UI画面400には、予め取得した位置決め画像410が表示される。この位置決め画像410上で、オペレータは、2次元励起選択領域401と局所選択領域402とを設定する。ここで、2次元励起選択領域401は、上述のように、SS法で励起するシリンダ型の領域であり、局所選択領域402は、2次元励起選択領域の中の、特に着目する領域である。ここでは、一例として、2次元励起選択領域401と同軸で断面の半径が同じシリンダ形状とする。
【００３６】
なお、2次元励起選択領域401と局所選択領域402とはいずれの入力を先に受け付けるよう構成してもよい。例えば、2次元励起選択領域401を先に受け付ける場合、2次元励起選択領域401は図中矢印で示すように任意の位置と角度とで設定可能とし、その後、局所選択領域402は、図中矢印で示すように2次元励起選択領域401として設定されたシリンダに沿った領域内で、シリンダの円筒軸方向にスライド可能とする。局所選択領域402を先に受け付ける場合、2次元励起選択領域401は、設定された局所選択領域402と同軸の円筒として受け付ける。
【００３７】
図5では、2次元励起選択領域401および局所選択領域402をともにシリンダ(円柱形状)とし、それらの断面形状を円形としているが、これに限られない。これらの断面形状は、任意に設定可能である。
【００３８】
次に、ステップS1103およびS1104の処理の詳細を説明する。本実施形態では、局所選択領域402からの信号を収集する撮影シーケンスとして直交3断面励起法を用いる。まず、この直交3断面励起法による撮影シーケンスを説明する。図6(a)は、直交3断面励起で励起される領域を説明するための図である。また、図6(b)は、直交3断面励起法のパルスシーケンス図である。なお、図6(a)では、説明のため、各断面を透明なものとして示す。
【００３９】
直交3断面励起法では、直交する3断面の交差する直方体の領域(交差領域)524が励起される。ここでは、シリンダ状の局所選択領域402が内接するよう交差領域524を励起する。このような領域を励起するため、図6(b)に示すように、90度パルス511とともにx軸方向(Gx)に第一の傾斜磁場512を印加し、x軸方向の所定の断面(第一の断面)521を励起する。90度パルス511の印加からエコータイム(TE)/4時間後に、第一の180度パルス513とともにy軸方向(Gy)に第二の傾斜磁場514を印加し、これにより特定されるy軸方向の断面(第二の断面)522と第一の断面521とが交差する領域の核磁化を励起する。第一の180度パルス513の印加からTE/2時間後に、第二の180度パルス515とともにz軸方向(Gz)に第三の傾斜磁場516を印加し、これにより特定されるz軸方向の断面(第三の断面)523と第一の断面521と第二の断面522とが交差する領域524の核磁化を励起する。そして、第二の180度パルス515の印加からTE/4時間後のタイミングで、発生するエコー信号517を収集する。なお、上記撮影シーケンスにおいて、傾斜磁場を印加する印加軸の順は問わない。
【００４０】
信号収集部330は、上記直交断面励起法を実行し、エンコード無しでエコー信号を収集する。そして、収集した信号を時間方向にフーリエ変換する。フーリエ変換した結果として、局所選択領域402における共振周波数のヒストグラムを得る。
【００４１】
照射周波数設定部340は、得られたヒストグラムを走査し、その最大ピークを中心とした±数10[Hz}の帯域の重心となる周波数を特定する。そして、その周波数を照射周波数として算出し、SS照射周波数Fssに設定する。なお、最大ピークを得る周波数をSS照射周波数Fssとしてもよい。また、ヒストグラムの全帯域の重心をSS照射周波数Fssとしてもよい。
【００４２】
以上説明したように、本実施形態によれば、2DRFにより実際に励起する領域に略合致する領域から得たエコー信号を用いて、2DRFに用いる照射周波数を決定する。従って、2DRFに用いる照射周波数が当該領域における核磁化の共振周波数に略一致するため、両者の差ΔFによる2DRFの励起プロファイルの変形を抑えることができる。
【００４３】
すなわち、本実施形態によれば、静磁場不均一がある場合であっても、所望の励起プロファイルを有するRFにより選択励起を行うことができるため、所望の領域を精度良く励起することができ、選択励起の目的を精度よく達成することができる。従って、高品質な画像を得ることができる。
【００４４】
なお、上記実施形態では、ステップS1103における信号収集部320による局所選択領域402からの信号を収集する撮影シーケンスとして直交3断面励起法を用いる場合を例にあげて説明しているが、撮影シーケンスはこれに限られない。例えば、2次元選択励起を用いてもよい。2次元選択励起を用いる例を以下に説明する。
【００４５】
図7は、2次元選択励起と、この2次元選択励起により励起するシリンダ状領域の軸に直交する1断面の励起とを組み合わせる場合(2D直交1D法)の励起領域および撮影シーケンスを説明するための図である。図7(a)は、2D直交1D法により励起される領域を説明するための図であり、図7(b)は、2D直交1D法のパルスシーケンス図である。なお、図7(a)では、説明のため、断面およびシリンダ領域を透明なものとして示す。
【００４６】
2D直交1D法では、まず、90度パルス(2DRF)531とともにx軸方向(Gx)に第一の振動傾斜磁場532とy軸方向(Gy)に第二の振動傾斜磁場533とを印加し、シリンダ状領域541を励起する。90度パルス(2DRF)531の印加からTE/2時間後に、180度パルス534とともにz軸方向(Gz)に傾斜磁場535を印加し、断面542とシリンダ状領域541との交差領域543の核磁化の位相を戻す。そして、180度パルス534の印加からTE/2時間後のタイミングで、発生するエコー信号536を収集する。得られたエコー信号への処理、SS照射周波数Fssの算出手法は、上記実施形態と同様である。
【００４７】
ここでは、交差領域543が、局所選択領域402に合致するよう、撮影パラメータを設定する。また、上記撮影シーケンスの90度パルス531に用いる照射周波数は、予め従来の手法で決定した全体照射周波数F0である。
【００４８】
また、2次元励起と、この2次元選択励起により励起するシリンダ状領域における局所選択領域402外の領域からのエコー信号を抑制する撮影シーケンス(2Dプリサチュレーション法)を用いてもよい。図8(a)は、2Dプリサチュレーション法により励起される領域を説明するための図であり、x軸方向から見た図である。図8(b)は、2Dプリサチュレーション法のパルスシーケンス図である。
【００４９】
2Dプリサチュレーション法では、まず、第一のプリサチュレーションパルス551とともにz軸方向(Gz)に第一の傾斜磁場552を印加し、第一の領域562内の磁化を消失させる。また、第二のプリサチュレーションパルス553とともにz軸方向(Gz)に第二の傾斜磁場554を印加し、第二の領域563内の磁化を消失させる。第一の領域562、第二の領域563のいずれの領域内の磁化を先に消失させてもよい。その後、90度パルス(2DRF)555とともにx軸方向(Gx)に第一の振動傾斜磁場556とy軸方向(Gy)に第二の振動傾斜磁場557とを印加し、シリンダ状領域561内の第一の領域562および第二領域563外の領域(非交差領域)567を励起する。そして、90度パルス(2DRF)555の印加からTE時間後のタイミングで発生するエコー信号を収集する。得られたエコー信号への処理、SS照射周波数Fssの算出手法は、上記実施形態と同様である。
【００５０】
ここでは、非交差領域567が、局所選択領域402に合致するよう、撮影パラメータを設定する。また、上記撮影シーケンスの90度パルス554に用いる照射周波数は、予め従来の手法で決定した全体照射周波数F0である。
【００５１】
なお、2D直交1D法および2Dプリサチュレーション法を用いる場合、事前に計測して得た全体照射周波数F0ではなく、予め登録された照射周波数を用いてもよい。これは、被検体が入ると静磁場が多少変化するが、その変化量は僅かであるため、磁気回転比γと静磁場強度Ｂ0とを乗算して得られる値を全体照射周波数F0としてもΔFは同程度となるためである。また、SS照射周波数Fss算出のために実行する2D直交1D法または2Dプリサチュレーション法の撮影シーケンスで用いる周波数は、局所選択領域402における共振周波数とはΔFずれたものとなる。従って、ここでの2DRFの励起プロファイルは所望のものとは異なる。しかし、励起する中心位置は設定した位置であり、共振周波数の結果は大きくは変わらないため、得られる照射周波数F1は、全体照射周波数F0よりも局所選択領域402における実際の共振周波数に近い値となる。
【００５２】
さらに、ステップS1103における局所選択領域402からの信号収集に2D直交1D法および2Dプリサチュレーション法を用いる場合、フィードバック制御を行うよう構成してもよい。この時の処理の流れを図9に示す。ステップS1104までの処理は、図4と同じである。
【００５３】
照射周波数設定部340は、ステップS1104で照射周波数F1を算出後、F0とF1との差ΔFを計算する(ステップS1106)。そして、差ΔFの絶対値が予め定められた閾値dF内に納まっているか否かを判別する(ステップS1107)。閾値dFより大きい場合は、F1を2DRFの照射周波数(F0＝F1)に設定し(ステップS1108)、ステップS1103に戻る。そして、信号収集部330に局所選択領域402からエコー信号を収集させ、収集したエコー信号から照射周波数F1’を算出する。これを、差ΔFが閾値dF内に納まるまで繰り返す。納まった場合は、算出した照射周波数F1をSS照射周波数Fssとする(ステップS1105)。
【００５４】
このように構成することにより、上記実施形態に比べ、より精度よく照射周波数を設定できる。
【００５５】
なお、閾値dFは、撮像に要求される2DRFの励起プロファイルの直径Φと励起プロファイルのフリップアングルFAとにより定まる。予め制御部110が、MRI装置100の記憶装置に保持するよう構成してもよいし、操作者が決定して入力するよう構成してもよい。また、予め操作者が設定する2DRFの直径ΦとフリップアングルFAとの精度から、照射周波数設定部340が算出するよう構成してもよい。
【００５６】
照射周波数設定部340によるdFの算出手法について説明する。図10(a)は、差ΔFとフリップアングルFAとの関係を、図10(b)は、差ΔFと直径Φとの関係をそれぞれ示すグラフである。図10(a)および(b)は、Dｕｒaｔiｏnを8[ms]とし、直径Φが30[mm]、フリップアングルFAが90[deg]とした場合のグラフである。なお、これらのグラフの形状は、2DRFの波形、Dｕｒaｔiｏn(照射時間)、k空間トラジェクトリ(振動傾斜磁場の形状)に依存して変化する。
【００５７】
図10(a)のグラフにおいて、設定されたフリップアングルFAの精度(許容範囲)をdFAとし、最大のフリップアングルFAからdFAに相当する帯域dFFAを算出する。また、図10(b)のグラフにおいて、設定された直径Φの精度(許容範囲)をdΦとし、最小の直径ΦからdΦに相当する帯域dFΦを算出する。そして、dFFAとdFΦとの小さい方を閾値dFと設定する。
【００５８】
また、フィードバック制御は、回数で規定してもよい。すなわち、予め繰り返し回数N(Nは自然数)を登録しておく。そして、信号収集部330および照射周波数設定部340による図9のステップS1103とステップS1104とステップS1107の処理を予め定めた回数であるN回実行する。
【００５９】
このように構成することで、上記フィードバック制御同様、より精度の良い2DRFの照射周波数を決定することができる。また、回数が定められているため、所定の時間内に必ず処理を終えることができる。
【００６０】
さらに、閾値での制限と回数の制限とを組み合わせてフィードバック制御を行うよう構成してもよい。この場合、照射周波数設定部340は、1回照射周波数F1を算出する毎に、ΔFを算出し、それが閾値内であるか、F1の算出回数が予め定められた回数のN回に達しているか否かを判別し、いずれかを達成した時点で処理を終了する。
【００６１】
なお、このとき、例えば、ΔFが閾値内となることを達成していないにも関わらず、回数がN回に達した場合、例えば、2DRFの励起プロファイルの直径ΦとフリップアングルFAとが所定の精度に達していないことを示す警告を表示部111に表示するよう構成してもよい。警告は、照射周波数設定部340が予め保持する警告画面生成データから生成し、UI制御部350に表示させる。そして、その状態で、撮影を開始するか否かの選択を受け付けるよう構成してもよい。UI制御部350を介して開始する旨の指示を操作者から受け付けた場合、照射周波数設定部340は、ΔFの最小値ΔFminをF0に加算したもの(F0＋ΔFmin)を2DRFの照射周波数Fssとする。一方、開始しない旨の指示を受け付けた場合、フィードバック制御を繰り返す。
【００６２】
＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第二の実施形態について説明する。本実施形態のMRI装置100の構成は、基本的に第一の実施形態と同様である。ただし、制御部110が実現する照射周波数調整処理が異なる。
【００６３】
すなわち、第一の実施形態では、局所選択領域402に略合致する領域からの信号を、エンコード無しに収集し、時間方向にフーリエ変換して得られたヒストグラムからSS照射周波数Fssを決定している。しかし、本実施形態では、局所選択領域402を含む領域のボリュームデータを取得し、その静磁場分布を得、静磁場強度の平均値からSS照射周波数Fssを決定する。以下、本実施形態の制御部110による照射周波数調整処理に関し第一の実施形態と異なる構成について説明する。他の構成、他の処理については、第一の実施形態と同様である。
【００６４】
本実施形態では、局所選択領域402からの信号を収集する撮影シーケンスとして、2次元画像を再構成可能な撮像シーケンスを用いる。このとき、第一の実施形態同様、照射周波数としては、全体照射周波数F0を用いる。励起領域設定部320は、局所選択領域を含む所定のスライスを励起するよう撮影パラメータを設定する。そして。信号収集部330は、局所選択領域402を含む設定されたスライスからエコー信号を収集する。そして、収集したエコー信号2次元フーリエ変換し、局所選択領域402を含む領域のボリュームデータを得る。
【００６５】
このボリュームデータは、複素画像である。照射周波数設定部340は、この複素画像の位相成分を用い、図11に示すような静磁場マップ600を生成する。そして、この静磁場マップ600において、局所選択部402に該当する領域602の、静磁場強度の平均値を求め、対応する周波数F2をFssとする。なお、ボリュームデータを取得する領域は、局所選択部402を含み、かつ、2次元励起選択領域401の軸に垂直な領域を選択することが望ましい。
【００６６】
本実施形態においても、第一の実施形態同様、制御部110は、以上の手順で算出した照射周波数Fssを用い、2DRFを照射する撮影を行う。
【００６７】
以上説明したように、本実施形態によれば、2DRFにより励起する領域の静磁場強度に応じた照射周波数Fssを得ることができる。従って、第一の実施形態同様、2DRFに用いる照射周波数が当該領域における核磁化の共振周波数に略一致するため、両者の差ΔFによる2DRFの励起プロファイルの変形を抑えることができる。
【００６８】
また、本実施形態によれば、2DRFの照射周波数調整処理において3回以上RFを照射しないため、スティミュレイテッドエコーの影響を受けない。従って、より正確に照射周波数を決定することができる。なお、この場合、プリスキャンの時間を短縮するため、取得するボリュームデータは、低空間分解能の画像を再構成できるものでよい。
【００６９】
また、静磁場マップの代わりに、シム撮像の結果を用いてもよい。シム撮像は、静磁場不均一を解消するためのシム傾斜磁場コイルに流す電流値を決定するための撮像で、本撮像の前に行われる。シム撮像で得られるシム画像は、上記ボリュームデータ同様、静磁場分布を反映する。このシム撮像結果を用いることにより、静磁場分布を得るために行うプリスキャンが不要となり、全体の撮像時間が短縮し、効率が向上する。なお、この場合、MRI装置100は、シムコイルおよびシム電源を備える。
【００７０】
＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第三の実施形態を説明する。本実施形態のMRI装置は、基本的に第二の実施形態と同様の構成を有する。ただし、シムコイルおよびシム電源を備える。また、第二の実施形態では、得られた静磁場分布(ボリュームデータ、シム画像)に基づき、局所選択領域402における核磁化の共振周波数に合致する照射周波数Fssを算出する。しかし、本実施形態では、これらに基づき、当該領域の核磁化の共振周波数が予め求めた全体照射周波数F0に合致するよう静磁場を調整する。
【００７１】
図12は、本実施形態の制御部110の機能ブロック図である。上述の機能を実現するため、本実施形態では、照射周波数設定部340の代わりに、当該領域の磁場を調整する磁場調整部360を備える。以下、本実施形態について、第二の実施形態と異なる、磁場調整部360による磁場調整処理について説明する。他の構成、他の処理は、第二の実施形態と同様である。
【００７２】
本実施形態の磁場調整部360は、局所選択領域402における核磁化の共振周波数を全体共振周波数F0に合致させるため、当該領域の静磁場不均一を改善する。具体的には、第二の実施形態同様の手法で信号収集部330が得たボリュームデータまたはシム画像から、局所選択領域402の静磁場不均一を是正するシム電流値Ｉsを従来の手法で算出する。なお、シム電流は、計測(スキャン)中に電流値を切り替え可能な軸のみ計算する。そして、磁場調整部360は、2DRF印加中のみ、当該軸方向のシムコイルへの印加電流値を、算出したＩsとするようシム電源を制御する。
【００７３】
図13および図14を用い、磁場調整部360による磁場調整処理を説明する。本実施形態の磁場調整処理では、局所選択領域402内の静磁場強度Ｂ1を、全体周波数F0を実現する静磁場強度Ｂ0とするシム電流値Ｉsを算出する。ここでは、局所選択領域402が、シリンダ形状で、その軸方向が、検査空間のz軸方向に一致する場合を例にあげて説明する。また、シムコイルは、各軸方向に静磁場強度成分をそれぞれ1次成分まで補正可能とする。すなわち、全体照射周波数F0と静磁場強度Ｂ1の0次成分から算出される共振周波数Fとを一致させる電流値を算出する。
【００７４】
図13は、局所選択領域402の撮像結果である。直径がΦで厚みがDのシリンダ形状を有する局所選択領域402の、上面および下面の円周上に複数の計測点801を設定する。なお、複数の計測点801は、このシリンダの軸に対象に配置することが望ましい。
【００７５】
各計測点801の静磁場強度Ｂ1から算出される共振周波数Fを、それぞれ、x軸、y軸、z軸方向に投影(Fx、Fy、Fz)し、プロットした結果を図14に示す。なお、図14(a)は、x軸方向、図14(b)は、y軸方向、図14(c)は、z軸方向に投影した結果である。それぞれ、横軸が各軸方向の位置、縦軸が静磁場強度Ｂ1から算出される共振周波数Fである。
【００７６】
各軸方向の投影結果を、それぞれ1次式で近似する。ここでは、x軸方向の投影結果の近似式901を、Fx＝αxx＋βx、y軸方向の投影結果の近似式902を、Fy＝αyx＋βy、z軸方向の投影結果の近似式903を、Fz＝αzx＋βxとする。これらが、全て、F0を通り、傾き0となるよう、シム電流値を決定する。すなわち、シム電流値Ｉsは、算出される共振周波数F’のx軸成分、y軸成分、z軸成分それぞれの近似式がF’x＝−αxx−βx＋F0、Fy＝−αyx−βy＋F0、Fz＝−αzx−βx＋F0となる傾斜磁場強度を実現する値である。
【００７７】
本実施形態では、上述の手法で、磁場調整部360が算出したシム電流値Ｉsを、2DRF印加中のみ印加し、撮影を行う。それ以外は、シム電流値Ｉsを0または撮影領域全体の静磁場不均一を改善するシム電流値を適用し、撮影を行う。これにより、本実施形態によれば、局所選択領域402内に静磁場の不均一がある場合であっても、2DRFに関し、所望の励起プロファイルを得ることができる。
【００７８】
なお、シムコイルによる静磁場不均一の補正次数は、上記に限らない。各計測点801の静磁場強度Ｂ1の各軸方向への投影結果を、当該軸方向のシムコイルが静磁場強度を補正可能な次数の範囲で近似可能である。また、静磁場均一度を達成するシム電流値の算出手法は上記手法に限られない。一般的な各種の手法を用いることができる。
【００７９】
また、静磁場不均一の補正対象次数が1次である場合は、傾斜磁場コイル103による傾斜磁場を用いて静磁場不均一を補正してもよい。すなわち、上記手法で算出したシム電流値Ｉsと同量の電流を、傾斜磁場電源106から2DRF印加中のみ、オフセットとして各傾斜磁場コイル103に供給するよう制御する。
【００８０】
静磁場不均一の補正を傾斜磁場コイル103を用いて行うことにより、MRI装置100がシムコイルを備えていない場合でも、2DRF印加中に、局所選択領域402の静磁場不均一を補正できる。従って、差ΔFのない照射周波数で2DRFを実行でき、2DRFの励起プロファイルの変形を抑えることができる。
【００８１】
さらに、シムコイルによるシム磁場または傾斜磁場コイルによる傾斜磁場により静磁場不均一を補正後になお残る差分ΔF1を用いて、RFの照射ゲインと傾斜磁場強度とを調整してもよい。
【００８２】
この場合、磁場調整部360は、第二の実施形態と同様の手法で、ボリュームデータから静磁場マップ600を生成する。そして、得られたシム電流値Ｉsまたは傾斜磁場補正用電流により発生する磁場(補正用傾斜磁場と呼ぶ。)を、静磁場マップ600に加算する。補正用傾斜磁場により補正後の静磁場に対応する共振周波数F3と、F0との差ΔF1(ΔF1＝F3−F0)の絶対値｜ΔF1｜を算出する。そして、｜ΔF1｜とフリップアングルFAおよび｜ΔF1｜と直径Φとの関係を示すグラフを参照し、｜ΔF1｜に対応するフリップアングルFA1、直径Φ1を読み取る。なお、ΔF1とフリップアングルFAおよびΔF1と直径Φとの関係を示すグラフは、Dｕｒaｔiｏnが8[ms]、直径Φが30[mm]、フリップアングルFAが90[deg]の場合、図10(a)および(b)に示すグラフ(ΔFをΔF1とする)となる。
【００８３】
そして、磁場調整部360は、RFの照射ゲインとフリップアングルとの積が一定になるよう、RF照射ゲイン値を算出する。すなわち、補正前のRFゲインをRFGain0、補正前のフリップアングルをFA0とすると、補正後のRFGain1は、以下の式(1)で得られる。
【００８４】
RFGain1＝FA0/FA1×RFGain0      (1)
また、磁場調整部360は、傾斜磁場強度と直径との比が一定となるよう、傾斜磁場強度値を算出する。すなわち、補正前の傾斜磁場強度をGC0、補正前の直径をΦ0とすると、補正後の傾斜磁場強度GC1は、以下の式(2)で得られる。
【００８５】
GC1＝Φ1/Φ0×GC0      (2)
制御部110は、2DRF印加時は、磁場調整部360で得たRF照射ゲイン値RFGain1、傾斜磁場強度GC1を用いて、撮影シーケンスを実行するよう制御する。これにより、2DRFのフリップアングルFAおよび直径Φをさらに正確に制御でき、所望の励起プロファイルに近づけることができる。
【００８６】
＜＜第四の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第四の実施形態を説明する。本実施形態では、局所選択領域の設定をさらに自動化する。このため、本実施形態の制御部110は、上記各実施形態のいずれかの制御部110が備える機能に、局所選択領域を自動設定する自動設定部370をさらに備える。図15に本実施形態の制御部110の機能ブロック図を示す。ここでは、第一の実施形態の制御部110を基礎とした機能ブロック図を示す。なお、本実施形態のMRI装置の他の構成は、基本的に上記各実施形態のいずれかと同様である。以下、第一の実施形態を基礎として、異なる構成に主眼をおいて説明する。
【００８７】
ここでは、2DRFで励起する対象が血管のような水成分を主体とする部位である場合を例にあげて説明する。図16は、自動設定部370が局所選択領域を特定するために実行する撮影シーケンスの一例である。図17(a)は、図16に示す撮影シーケンスでエコー信号を収集する領域703を示す。ここで、701は、2次元選択領域である。また、なお、ここでは、シリンダ形状の2次元選択領域701の軸方向をz軸方向とする。
【００８８】
図16に示す撮影シーケンスでは、水信号のみ励起する周波数として2DRF711を振動傾斜磁場712、713とともに印加し、2次元選択領域701内の水の帯域のみ励起する。次に、エコー時間(TE)後に、z軸方向(Gz)に読み取り傾斜磁場714を印加しながらエコー信号715を収集する。そして、収集したエコー信号715をフーリエ変換する。
【００８９】
このとき、フーリエ変換した結果704を図17(b)に示す。このように、結果704は、2次元選択領域701のz軸方向のプロジェクション像704となる。血管のような水成分を主体とする部位は、プロジェクション像上で高信号を示すことが知られている。従って、このプロジェクション像704上で高信号となる箇所702が2次元選択領域701と血管との交差領域で、局所選択領域402である。
【００９０】
本実施形態の自動設定部370は、これを利用し、フーリエ変換結果704を走査し、予め定めた閾値以上の領域を局所選択領域402と判別する。すなわち、UI画面400を介して2次元選択領域401を受け付けると、自動設定部370は、上記処理を実行し、局所選択領域402を特定する。なお、局所選択領域402が特定された後の、照射周波数調整処理は、上記各実施形態のいずれかと同様である。
【００９１】
以上説明したように、本実施形態によれば、照射周波数調整処理において、局所選択領域の設定が自動化される。従って、上記各実施形態のいずれかにより得られる効果に加え、さらに、操作者の手間を低減できるという効果を奏する。また、計測結果から局所選択領域を決定しているため、操作者の技量によることなく、安定した精度で局所選択領域を設定できる。
【００９２】
ここでは、第一の実施形態の構成に自動設定部370を付加する場合を例にあげて説明したが、自動設定部370は、上記いずれの実施形態の構成に付加してもよい。
【００９３】
なお、上記実施形態では、閾値以上の信号を示す位置として血管位置、すなわち、局所選択領域402を特定しているが、特定手法はこれに限られない。例えば、図18に示す、プロジェクション像704のプロファイル721上で決定してもよい。例えば、プロファイル721上で最大の信号強度を示す位置722を局所選択領域402の中心位置と特定する。このとき、局所選択領域402のz軸方向の幅は、予め記憶装置に保持し、これを用いる。また、予め定めた閾値726を越える信号強度を示す領域724、725を抽出し、その中で、最大の幅を有する領域を局所選択領域402としてもよい。さらに、最大の幅を有する領域の中心位置を局所選択領域402の中心位置と特定し、z軸方向の幅は予め記憶装置に保持したものを用いてもよい。
【００９４】
また、上記手法のいずれかでプロジェクション像704から決定した局所選択領域402を、表示部111に表示し、UI制御部350を介して操作者からの調整を受付可能なように構成してもよい。このように構成することにより、より高い精度で照射周波数を調整する対象となる局所選択領域を決定することができる。
【００９５】
また、図16に示す撮像シーケンスにおいて、2DRFの周波数を、水と脂肪との両者を含む帯域とし、TEを、脂肪信号が抑制される「Out of Phase」に設定し、このタイミングでエコー信号715を収集するよう構成してもよい。これにより、上記実施形態と同様の、水からの信号が高信号で描出されるプロジェクション像を得ることができる。
【００９６】
一般に、水と脂肪との両者を含む帯域とする場合、RFのDｕｒaｔiｏnは、水のみの帯域とする場合に比べ、短縮することができる。従って、このように構成することにより、局所選択領域402を特定するための撮像時間を短縮できる。
【００９７】
なお、撮影条件によって、表示の脂肪が高信号で描出されることがある。この場合は、表皮の脂肪からの信号を除去後、プロジェクション像を生成し、上記処理を行い、局所選択領域402を特定する。
【００９８】
ここで、表皮の脂肪からの信号を除去する手法の一例を図19を用いて説明する。上記手法で得られたプロジェクション像704のプロファイル731上を、両端部737から中心部に向かって走査し、信号値が予め定めた閾値732以下の領域733を、ノイズ領域と判別する。ノイズ領域と判別された領域733の、端部737と反対側のエッジ部734から、端部737と反対側の方向の、予め定めた幅の領域735を、表皮の脂肪と判別する。判別された領域735の信号を除去する。
【００９９】
なお、領域735を決定するための用いる幅は、予め保持していてもよいし、プロファイル731上で決定してもよい。プロファイル731上で決定する場合、例えば、エッジ部734から端部737と反対方向に走査し、信号値が予め定めた閾値736以下になるまでの長さをこの幅とする。
【０１００】
また、局所選択領域402の対象が、血管のように流れのある部位である場合、プロジェクション像704の位相プロファイルから、局所選択領域402を特定してもよい。すなわち、流れのある部位の位相は、この流れにより他の部位に比べ、大きく変化する。これを検出し、血管位置、すなわち、局所選択領域402を特定できる。ここでは、例えば、位相プロファイル結果の微分または差分をとり、極値をとる位置を検出する。なお、この場合、血管位置が高信号で描出されるため、脂肪に影響されない。
【０１０１】
以上説明したように、上記各実施形態によれば、2次元選択励起領域の着目領域において、核磁化の共振周波数と2DRFの照射周波数を一致させることができる。従って、静磁場不均一に起因する2DRFの励起プロファイルの直径ΦとフリップアングルFAとの所望のものからのずれが小さくなる。すなわち、2DRFの励起プロファイルが安定化する。
【０１０２】
さらに、上記各実施形態によれば、2DRFをプリパルスに用いる場合、プリパルスシーケンスと本撮影とにおいて、照射周波数またはシム電流値を切り替える。従って、2DRFの励起プロファイルの最適化を本撮影に影響を及ぼすことなく実現できる。
【０１０３】
従って、本実施形態によれば、静磁場が均一でない環境であっても、2DRFの励起サイズ(直径Φ)とフリップアングルFAとが安定するため、励起プロファイルが安定し、高品質の画像を得ることができる。
【符号の説明】
【０１０４】
100  MRI装置、101  被検体、102  磁石、103  傾斜磁場コイル、104  RFコイル、105  RFプローブ、106  傾斜磁場電源、107  RF送信部、108  信号検出部、109  信号処理部、110  制御部、111  表示部、112  操作部、113  ベッド、201  RF、202  傾斜磁場、211  RF、212  振動傾斜磁場、213  振動傾斜磁場、320  励起領域設定部、330  信号収集部、340  照射周波数設定部、350  UI制御部、360  磁場調整部、370  自動設定部、400  UI画面、401  2次元選択領域、402  局所選択領域、511  90度パルス、512  第一の傾斜磁場、513  第一の180度パルス、514  第二の傾斜磁場、515  第二の180度パルス、516  第三の傾斜磁場、517  エコー信号、521  第一の断面、522  第二の断面、523  第三の断面、524  交差領域、531  90度パルス、532  第一の振動傾斜磁場、533  第二の振動傾斜磁場、534  180度パルス、535  傾斜磁場、536  エコー信号、541  シリンダ状領域、542  断面、543  交差領域、551  第一のプリサチュレーションパルス、552  第一の傾斜磁場、553  第二のプリサチュレーションパルス、553  第二の傾斜磁場、554  90度パルス、555  第一の振動傾斜磁場、556  第二の振動傾斜磁場、561  シリンダ状領域、562  第一の領域、563  第二の領域、567  非交差領域、600  静磁場マップ、701  2次元選択領域、702  局所選択領域に対応する箇所、703  血管、704  フーリエ変換結果、711  2DRF、712  振動傾斜磁場、714  読み取り傾斜磁場、715  エコー信号、722  最大信号強度位置、724  領域、725  領域、726  閾値、731  プロファイル、732  閾値、733  領域、734  エッジ部、735  領域、736  閾値、737  両端部、737  端部、801  計測点、901  近似式、902  近似式、903  近似式
【図１】
2011037064.tif 000003
【図２】
2011037064.tif 000004
【図３】
2011037064.tif 000005
【図４】
2011037064.tif 000006
【図５】
2011037064.tif 000007
【図６】
2011037064.tif 000008
【図７】
2011037064.tif 000009
【図８】
2011037064.tif 000010
【図９】
2011037064.tif 000011
【図１０】
2011037064.tif 000012
【図１１】
2011037064.tif 000013
【図１２】
2011037064.tif 000014
【図１３】
2011037064.tif 000015
【図１４】
2011037064.tif 000016
【図１５】
2011037064.tif 000017
【図１６】
2011037064.tif 000018
【図１７】
2011037064.tif 000019
【図１８】
2011037064.tif 000020
【図１９】
2011037064.tif 000021
【国際調査報告】
2011037064.tif 000022
2011037064.tif 000023
2011037064.tif 000024
2011037064.tif 000025